王 學(xué) 張 浩 張 宸 陳國(guó)偉 許敏鵬 何 峰** 明 東

（1）天津大學(xué)醫(yī)學(xué)工程與轉(zhuǎn)化醫(yī)學(xué)研究院，天津 300072；2）天津大學(xué)精密儀器與光電子工程學(xué)院，天津 300072）

經(jīng)顱聚焦超聲（transcranial focused ultrasound，tFUS）是20 世紀(jì)50 年代興起的一種神經(jīng)調(diào)控技術(shù)，它能夠以聲波的形式將機(jī)械力非侵入性地傳遞至特定區(qū)域的腦組織，實(shí)現(xiàn)對(duì)顱內(nèi)目標(biāo)靶區(qū)的調(diào)控和治療［1-2］。tFUS具有聚焦精度高，能夠?qū)崿F(xiàn)毫米級(jí)的空間分辨率；聚焦靶點(diǎn)多，能夠?qū)崿F(xiàn)顱內(nèi)病灶的多靶點(diǎn)聚焦；非侵入性，能夠?qū)崿F(xiàn)無(wú)創(chuàng)的神經(jīng)調(diào)控與治療等優(yōu)勢(shì)［3］。tFUS 的研究最早可以追溯到20 世紀(jì)50 年代，Lynn 等［4-6］的開(kāi)創(chuàng)性研究奠定了超聲波在腦科學(xué)領(lǐng)域的研究基礎(chǔ)。根據(jù)超聲焦域能量的大小，tFUS 可以分為高強(qiáng)度聚焦超聲（high intensity focused ultrasound，HIFU）和低強(qiáng)度聚焦超 聲（low intensity focused ultrasound，LIFU）。HIFU 主要通過(guò)熱效應(yīng)使焦點(diǎn)處組織產(chǎn)生不可逆轉(zhuǎn)的凝固性壞死，一般用于組織的消融治療［7-8］；LIFU 主要通過(guò)機(jī)械效應(yīng)在不損傷腦組織的情況可逆的激發(fā)或抑制特定大腦區(qū)域的神經(jīng)活動(dòng)。但無(wú)論是HIFU 還是LIFU 都會(huì)由于顱骨的強(qiáng)聲衰減性和非均質(zhì)性出現(xiàn)焦點(diǎn)偏移、焦域能量不足等問(wèn)題，所以早期的tFUS 研究會(huì)去除部分聲束路徑上的顱骨［9］。近年來(lái)，隨著磁共振成像（magnetic resonance imaging，MRI）、計(jì)算機(jī)斷層掃描（computed tomography，CT）和多陣元相控陣技術(shù)的發(fā)展，tFUS無(wú)創(chuàng)經(jīng)顱聚焦逐漸成為可能［10-13］。

超聲相控陣由多個(gè)超聲探頭按一定的規(guī)則順序排列而成，通過(guò)調(diào)控?fù)Q能器各陣元的激勵(lì)信號(hào)來(lái)校正由顱骨等介質(zhì)導(dǎo)致的相位誤差和幅值衰減，使聲波無(wú)創(chuàng)且精準(zhǔn)地聚焦在顱內(nèi)靶點(diǎn)［14］。本文將面向tFUS 技術(shù)的多陣元超聲相控陣的研究成果進(jìn)行了分析歸納，在Web of Science 數(shù)據(jù)庫(kù)中，以“Transcranial Focused Ultrasound”和“Ultrasonic Phased Array”為關(guān)鍵詞，時(shí)間為2012 年到2022年，共計(jì)檢索48 篇文獻(xiàn)。首先介紹了換能器的陣元排布方式，然后歸納了相控陣激勵(lì)信號(hào)的調(diào)控方法，最后對(duì)其在基礎(chǔ)研究和臨床應(yīng)用中的進(jìn)展進(jìn)行了回顧與展望，以期對(duì)相關(guān)領(lǐng)域的研究人員提供參考。本文綜述框架如圖1所示。

Fig.1 The overall framework of the research content of this paper圖1 本文綜述內(nèi)容整體框圖

1 超聲相控陣陣元排布

超聲相控陣的陣元排布顯著影響聲場(chǎng)的主瓣能量以及柵瓣水平，目前排布方式主要有周期陣列、隨機(jī)陣列和螺旋陣列3種類型［15］。

周期陣列是指相控陣的陣元按照一定的周期性方式排布，主要包括線陣列、矩形面陣列、弧形面陣列和同心圓環(huán)陣列等，一般用于前列腺手術(shù)治療［16］。基于周期陣列的經(jīng)顱建模仿真與實(shí)驗(yàn)的研究結(jié)果表明，當(dāng)陣元數(shù)超過(guò)1 000 個(gè)時(shí)才會(huì)產(chǎn)生明顯的治療效果［17］。但周期陣列受限于其尺寸以及幾何結(jié)構(gòu)，其聲場(chǎng)特性往往伴隨著較大的旁瓣和柵瓣，經(jīng)顱聚焦效果并不理想［17］。為此，研究人員通過(guò)改變陣元的排布方式來(lái)提升聚焦效果，進(jìn)一步提出了隨機(jī)陣列排布和螺旋陣列排布。

隨機(jī)陣列是指相控陣的陣元隨機(jī)分布在換能器表面，主要用于球面換能器。1996 年，Goss 等［18］首次理論證明了隨機(jī)陣列分布的方式可以有效降低換能器聲場(chǎng)的旁瓣和柵瓣水平。2015 年，Han等［19］搭建了82 陣元的球面隨機(jī)陣列相控?fù)Q能器，通過(guò)三維仿真數(shù)值模擬對(duì)換能器經(jīng)顱聲場(chǎng)進(jìn)行探究，結(jié)果表明隨機(jī)分布陣列換能器的聲場(chǎng)旁瓣能量更低，聚焦效果更好。2018 年，Rosnitskiy 等［20］提出了一種多邊形陣元的隨機(jī)分布相控陣換能器，結(jié)果表明這種設(shè)計(jì)可以有效提高焦點(diǎn)聲壓并消除柵瓣。2021年，Yang等［21］采用了3種隨機(jī)陣元排布策略對(duì)相控陣的聲場(chǎng)進(jìn)行了評(píng)估。結(jié)果表明，隨機(jī)策略的隨機(jī)度越高，聲場(chǎng)柵瓣的抑制效果越好。在有效控制柵瓣水平的同時(shí)，如何在相同輸入功率的條件下提高相控陣換能器的輸出功率也是聚焦超聲相控陣技術(shù)的關(guān)鍵。有研究表明，提高換能器陣列的填充系數(shù)能夠有效提高相控陣的輸出功率［16］。

與隨機(jī)陣元排布相比，螺旋陣元排布能夠大幅提高陣列的填充系數(shù)，可從40%提高到75%以上［16］。螺旋排布主要有費(fèi)馬螺旋、十六臂螺旋及阿基米德螺旋3 種［22］（圖2），其中費(fèi)馬螺旋陣列的聚焦效果最好，能夠在保證旁瓣水平的情況下產(chǎn)生較高的焦點(diǎn)聲壓，但是其電路復(fù)雜，制作工藝繁瑣［16］；十六臂螺旋陣列能夠產(chǎn)生很高的焦點(diǎn)聲壓，但是焦點(diǎn)調(diào)控能力差［16］；阿基米德螺旋陣列的結(jié)構(gòu)比較簡(jiǎn)單，焦點(diǎn)調(diào)控能力較好，焦點(diǎn)調(diào)控靈活［16］。

Fig.2 Structural models by the 3 spirals圖2 3種螺旋的結(jié)構(gòu)模型

總的來(lái)講，3種陣元排布各有優(yōu)劣。其中周期陣列的陣元排列簡(jiǎn)單，對(duì)制作工藝的要求較低，但是其聲場(chǎng)存在明顯的柵瓣，在tFUS 聚焦時(shí)會(huì)造成非焦點(diǎn)組織處的溫度升高，這很難滿足經(jīng)顱調(diào)控治療對(duì)于聲場(chǎng)的要求；隨機(jī)陣列能夠有效降低聲場(chǎng)的柵瓣水平，但是這種排布方式會(huì)導(dǎo)致?lián)Q能器的填充系數(shù)不足，造成換能器輸出功率不足，從而導(dǎo)致tFUS 在焦點(diǎn)組織處的聲壓無(wú)法到達(dá)預(yù)設(shè)強(qiáng)度；螺旋陣列提高了陣元的填充系數(shù)，能夠保證在一定旁瓣水平的前提下在焦點(diǎn)處產(chǎn)生較高的聲壓，但是螺旋陣列的制作工藝復(fù)雜，設(shè)備成本較高，造成基于螺旋陣列的tFUS 調(diào)控系統(tǒng)難以廣泛應(yīng)用。未來(lái)在搭建基于多陣元相控陣的tFUS 系統(tǒng)時(shí)，需要在相控陣制作工藝復(fù)雜度、聲場(chǎng)特性以及輸出功率之間進(jìn)行權(quán)衡，從而選擇合適類型的陣列排布方式。

2 超聲相控陣激勵(lì)信號(hào)調(diào)控

在聚焦超聲對(duì)目標(biāo)區(qū)域進(jìn)行經(jīng)顱調(diào)控的過(guò)程中，超聲需要穿過(guò)頭皮、顱骨和腦組織等結(jié)構(gòu)到達(dá)目標(biāo)靶區(qū)。由于顱骨的強(qiáng)聲衰減和非均質(zhì)特性，且顱骨與軟組織聲學(xué)差異較大，超聲波在經(jīng)顱時(shí)相位和幅值會(huì)發(fā)生畸變，從而導(dǎo)致焦點(diǎn)偏移、焦點(diǎn)能量不足等問(wèn)題。為了解決上述問(wèn)題，需要分別對(duì)陣元激勵(lì)信號(hào)的相位和幅值進(jìn)行調(diào)控。

2.1 相位調(diào)控

根據(jù)惠更斯-菲涅爾原理［23］可知，所有陣元發(fā)出的聲波通過(guò)在空間上的某一點(diǎn)發(fā)生相干和疊加來(lái)引起該點(diǎn)的振動(dòng)。研究人員可以通過(guò)調(diào)節(jié)每個(gè)陣元激勵(lì)信號(hào)的相位來(lái)修正由顱骨引起的相位畸變，從而實(shí)現(xiàn)多通道超聲波的精準(zhǔn)聚焦。由于顱骨的非均質(zhì)性以及復(fù)雜的顱內(nèi)結(jié)構(gòu)，我們并不能準(zhǔn)確計(jì)算出每個(gè)陣元在預(yù)設(shè)焦點(diǎn)處聚焦所需的相位參數(shù)。針對(duì)這一問(wèn)題，研究人員提出將時(shí)間反轉(zhuǎn)法應(yīng)用于經(jīng)顱超聲治療中來(lái)校正由顱骨引起的相位畸變。

時(shí)間反轉(zhuǎn)法由Fink［24］于1992年提出，研究人員通過(guò)接收反射源的聲壓時(shí)間序列，并將時(shí)間序列反轉(zhuǎn)、重新發(fā)射以實(shí)現(xiàn)超聲的精準(zhǔn)聚焦。這種方法首先被應(yīng)用于碎石術(shù)中，體內(nèi)的結(jié)石作為反射源提供反射的聲壓時(shí)間序列。在早期時(shí)間反轉(zhuǎn)法的應(yīng)用中，研究人員嘗試在目標(biāo)腦區(qū)植入單陣元換能器或水聽(tīng)器作為反射源［25］。1998年，Hynynen等［26］提出了一種“植入”水聽(tīng)器的方法，將水聽(tīng)器放置在預(yù)設(shè)焦點(diǎn)處。研究人員依次激發(fā)換能器陣列的每個(gè)陣元，使用水聽(tīng)器接收聲壓時(shí)間序列并對(duì)接收到的聲壓時(shí)間序列進(jìn)行快速傅里葉變換，分析其相位譜并根據(jù)其主頻的相位計(jì)算出不同陣元的相位差，從而實(shí)現(xiàn)每個(gè)陣元的反轉(zhuǎn)聚焦。水聽(tīng)器法被認(rèn)為是實(shí)驗(yàn)研究中的“金標(biāo)準(zhǔn)”，并且被廣泛應(yīng)用于諸多體外經(jīng)顱實(shí)驗(yàn)中。2007 年，Pernot 等［27］基于水聽(tīng)器法對(duì)10 只綿羊進(jìn)行聚焦超聲熱損傷測(cè)試并檢查其熱損傷程度。實(shí)驗(yàn)結(jié)果表明，經(jīng)超聲輻照后，焦點(diǎn)處組織沒(méi)有受到損傷，驗(yàn)證了無(wú)創(chuàng)超聲腦部調(diào)控的可行性。2012年，Song等［28］基于水聽(tīng)器法和230 kHz的經(jīng)顱磁共振引導(dǎo)聚焦超聲（magnetic resonance guided focused ultrasound，MRgFUS）系統(tǒng)對(duì)顱內(nèi)的駐波場(chǎng)進(jìn)行了測(cè)量，通過(guò)改變相控陣的孔徑尺寸和相對(duì)孔徑進(jìn)行實(shí)驗(yàn)和仿真研究。實(shí)驗(yàn)結(jié)果表明，較小相對(duì)孔徑的大開(kāi)口經(jīng)顱相控陣能夠更大限度地將聲能傳遞到預(yù)設(shè)焦點(diǎn)處，并且能夠減少駐波形成的可能。

盡管水聽(tīng)器法被認(rèn)為是相位校正的“金標(biāo)準(zhǔn)”，但是其存在著兩個(gè)無(wú)法避免的限制。首先這種方法需要在目標(biāo)腦區(qū)植入一個(gè)微型水聽(tīng)器，存在侵入式手術(shù)風(fēng)險(xiǎn)；其次，當(dāng)有較大的病灶需要多次超聲焦點(diǎn)重復(fù)治療時(shí)，就需要耗時(shí)移動(dòng)水聽(tīng)器并重復(fù)多次輻照，增加了手術(shù)的危險(xiǎn)性。

為了實(shí)現(xiàn)非侵入式的時(shí)間反轉(zhuǎn)調(diào)控，研究人員基于患者頭顱的MRI 和CT 數(shù)據(jù)嘗試模擬聲波傳播，利用數(shù)值模擬實(shí)現(xiàn)超聲經(jīng)顱聚焦的校正?；凇疤摂M源”的時(shí)間反轉(zhuǎn)法被廣泛應(yīng)用于經(jīng)顱超聲的研究中，該方法首先在預(yù)設(shè)焦點(diǎn)處設(shè)置一個(gè)虛擬的點(diǎn)聲源，由相控陣換能器的各陣元接收點(diǎn)聲源發(fā)射的超聲波，將各陣元接收到的聲壓時(shí)間序列反演從而實(shí)現(xiàn)校正后的經(jīng)顱聚焦。2009年，Marquet等［29］首次將該方法應(yīng)用于經(jīng)顱超聲治療中，基于1 MHz的換能器陣列對(duì)人類和猴子的顱骨標(biāo)本進(jìn)行離體聚焦實(shí)驗(yàn)，實(shí)驗(yàn)結(jié)果表明超聲聚焦的空間誤差低于0.7 mm，為后續(xù)的超聲經(jīng)顱研究提供了有效的校正方案。2015年，Ding等［30］應(yīng)用此方法對(duì)真實(shí)人顱骨的聲場(chǎng)進(jìn)行調(diào)控。結(jié)果表明，經(jīng)調(diào)控后的顱骨聲壓降低，焦點(diǎn)聲壓提高。這項(xiàng)研究驗(yàn)證了時(shí)間反轉(zhuǎn)法的有效性。2022年，Zhuang等［31］設(shè)計(jì)了一個(gè)基于高功率二維面陣列換能器的空間多目標(biāo)神經(jīng)調(diào)控系統(tǒng)。該系統(tǒng)基于時(shí)間反轉(zhuǎn)法實(shí)現(xiàn)了雙焦點(diǎn)和四焦點(diǎn)的聚焦，為多焦點(diǎn)的超聲刺激治療提供了可靠平臺(tái)。

對(duì)于tFUS 來(lái)說(shuō)，由顱骨引起的相位畸變是這項(xiàng)技術(shù)的重大阻礙，所以校正相位畸變也是相關(guān)研究人員研究的重點(diǎn)和熱點(diǎn)。校正相位畸變的中心思想是時(shí)間反轉(zhuǎn)，水聽(tīng)器法和“虛擬源”法都是基于時(shí)間反轉(zhuǎn)發(fā)展起來(lái)的調(diào)控方法，前者能夠在實(shí)驗(yàn)中實(shí)現(xiàn)高質(zhì)量的相位校正效果，但是這種方法由于其侵入性以及安全性問(wèn)題，尚未被允許在臨床中使用，而“虛擬源”法完全是依賴于數(shù)值模擬，并不需要對(duì)患者進(jìn)行實(shí)操。但這種方法的聚焦效果很難在患者身上得到實(shí)時(shí)的驗(yàn)證。在高度復(fù)雜、異構(gòu)的解剖結(jié)構(gòu)中，聲波的傳播是十分復(fù)雜的問(wèn)題，對(duì)計(jì)算精度的要求較高。在考慮到更高的超聲頻率（≥1 MHz）或考慮到非線性和橫波的影響時(shí)，就需要更多的運(yùn)算資源來(lái)支持計(jì)算，研究人員往往要在模擬精度、仿真時(shí)間和計(jì)算資源之間做出權(quán)衡。

2.2 幅值調(diào)控

由于顱骨的厚度是不均勻的，不同位置的顱骨會(huì)對(duì)超聲造成不同程度上的衰減，因此超聲經(jīng)顱后不僅會(huì)存在相位畸變，而且不同陣元發(fā)出的超聲都會(huì)有不同程度的幅值衰減。為了補(bǔ)償這種幅值衰減，Tanter 等［32］于1998 年提出了一種基于時(shí)間反轉(zhuǎn)信號(hào)的經(jīng)顱幅值補(bǔ)償方法——自相關(guān)互相關(guān)法。該幅值調(diào)制方法首先將由時(shí)間反轉(zhuǎn)法得到的各陣元接收到的聲壓信號(hào)反轉(zhuǎn)，將得到的參考陣元的聲壓反轉(zhuǎn)信號(hào)做自相關(guān)，再與其余陣元做互相關(guān)，通過(guò)計(jì)算自相關(guān)和互相關(guān)的幅值比例最終得到各陣元的幅值調(diào)制系數(shù)。2013年，Narumi等［33］基于自相關(guān)互相關(guān)法進(jìn)行超聲治療的非均勻介質(zhì)數(shù)值模擬，結(jié)果表明經(jīng)幅值調(diào)制后的焦點(diǎn)聲壓顯著高于僅進(jìn)行相位校正的焦點(diǎn)聲壓。2015 年，Ding 等［30］基于64陣元的環(huán)形陣列對(duì)非均勻介質(zhì)的超聲聚焦進(jìn)行了數(shù)值模擬，并比較了相位校正前后和幅值校正前后超聲聚焦的情況，結(jié)果表明，相位校正后的焦點(diǎn)聲壓較相位校正前有了大幅的提高，但是顱骨處仍存在著較高的峰值聲壓，經(jīng)過(guò)幅值調(diào)控后，顱骨處的峰值聲壓較幅值校正前降低了15%～20%。

由于HIFU 在消融治療時(shí)超聲的強(qiáng)度較高，存在著組織損傷的風(fēng)險(xiǎn)［34］，難以進(jìn)行幅值校正；LIFU在應(yīng)用的過(guò)程中對(duì)超聲幅值校正的要求較低，綜合以上因素導(dǎo)致近年來(lái)有關(guān)tFUS 幅值校正的研究較少。自相關(guān)互相關(guān)法可顯著提升tFUS 的聚焦性能，并降低顱骨峰值聲壓。隨著研究的不斷深入，相信會(huì)有更多高效實(shí)用的方法能夠應(yīng)用于tFUS的幅值校正中。

3 相控陣經(jīng)顱調(diào)控治療

3.1 基于自研相控陣系統(tǒng)的基礎(chǔ)研究

近年來(lái)，國(guó)內(nèi)外展開(kāi)了各種基于自研tFUS 相控陣系統(tǒng)的基礎(chǔ)研究。這些研究主要關(guān)注超聲在穿過(guò)顱骨后的聲場(chǎng)分布情況以及由超聲引起的熱效應(yīng)，并對(duì)此進(jìn)行優(yōu)化，以保證超聲經(jīng)顱調(diào)控治療的有效性和安全性。2015 年，Ding 等［30］基于64 陣元的環(huán)形陣和高分辨率人顱骨掃描CT 重建圖像建立了三維數(shù)值仿真模型來(lái)模擬超聲在顱內(nèi)傳播和加熱情況，通過(guò)調(diào)整換能器陣列的激勵(lì)信號(hào)來(lái)優(yōu)化顱內(nèi)的聲壓場(chǎng)和溫度場(chǎng)，并且通過(guò)不同激勵(lì)信號(hào)線性疊加來(lái)降低顱骨處的峰值壓力。結(jié)果表明，優(yōu)化后的模型顱骨處的峰值壓力降低，焦區(qū)的聲壓有所升高，該研究有助于腦腫瘤等治療的安全性評(píng)估。2019 年，Zhang 等［35］基于256 陣元的半球形相控?fù)Q能器建立了三維高強(qiáng)度聚焦超聲經(jīng)顱傳播模型來(lái)探究剪切波對(duì)HIFU 經(jīng)顱溫度場(chǎng)的影響。結(jié)果表明，隨換能器聚焦角度減小，在幾何焦點(diǎn)處形成的焦域面積逐漸增大，考慮剪切波形成的溫度場(chǎng)達(dá)到65℃所需時(shí)間逐漸延長(zhǎng)，焦點(diǎn)前移程度越大；在相同聚焦角度條件下，考慮剪切波的溫度場(chǎng)達(dá)到65℃所需時(shí)間更短，旁瓣更少，在顱骨處的溫度更高，對(duì)焦點(diǎn)前移幾乎沒(méi)有影響。

以上研究均是針對(duì)單焦點(diǎn)的超聲相控陣而言，但是大腦結(jié)構(gòu)復(fù)雜，其功能異常往往涉及到多個(gè)功能連接的腦區(qū)。有研究表明，雙側(cè)丘腦下核深部腦刺激相比于單側(cè)刺激，能夠顯著增強(qiáng)運(yùn)動(dòng)皮層與丘腦之間的連接［36］，因此想要實(shí)現(xiàn)更精準(zhǔn)有效的超聲經(jīng)顱調(diào)控治療，還需要評(píng)估多焦點(diǎn)超聲相控陣系統(tǒng)的性能。2018年，Li等［37］設(shè)計(jì)并制造了一個(gè)中心頻率為5 MHz 的128 通道的線陣列相控陣系統(tǒng)，用于影響引導(dǎo)的雙靶點(diǎn)神經(jīng)調(diào)節(jié)。實(shí)驗(yàn)結(jié)果表明，該系統(tǒng)產(chǎn)生的兩個(gè)焦點(diǎn)之間的橫向距離范圍為0.39～25 mm。超聲影像引導(dǎo)的相控陣系統(tǒng)成為雙靶點(diǎn)神經(jīng)調(diào)節(jié)的一種有效工具。同年，Chang等［38］基于82 陣元的半球形換能器與顱骨CT 數(shù)據(jù)建立數(shù)值仿真模型，并提出了一種調(diào)節(jié)焦區(qū)溫度分布的方法。結(jié)果表明，當(dāng)兩個(gè)目標(biāo)在聲軸上的距離為7.5～12.5 mm 時(shí)，在垂直于聲軸方向上的距離為2.0～3.0 mm時(shí)，可以形成溫度分布均勻（64～65℃）的焦區(qū)。該方法有助于保證高強(qiáng)度tFUS 治療腦腫瘤的安全性和有效性。2022 年，Jones 等［39］設(shè)計(jì)了一個(gè)用于非人類靈長(zhǎng)類動(dòng)物的多靶點(diǎn)經(jīng)顱超聲調(diào)節(jié)陣列換能器。研究人員使用此陣列對(duì)一只獼猴的丘腦和體感皮層進(jìn)行刺激，實(shí)驗(yàn)結(jié)果表明該陣列設(shè)計(jì)具有良好的分辨率，丘腦處的焦域體積為5.77 mm3，體感皮層的焦域體積為7.05 mm3。2022年，Zhuang等［31］設(shè)計(jì)了一個(gè)基于高功率二維面陣列換能器的空間多目標(biāo)神經(jīng)調(diào)控系統(tǒng)。他們搭建了一個(gè)64 陣元的小型二維面陣列換能器，利用多焦點(diǎn)的時(shí)間反演法在三維空間形成多個(gè)焦點(diǎn)，并基于小鼠的顱骨進(jìn)行了數(shù)值仿真和實(shí)驗(yàn)。結(jié)果表明，經(jīng)顱后雙焦點(diǎn)和四焦點(diǎn)的聚焦精度均滿足系統(tǒng)要求，該系統(tǒng)為評(píng)估多焦點(diǎn)超聲刺激治療提供了可靠平臺(tái)。

在tFUS 相控陣技術(shù)的基礎(chǔ)研究中，研究人員往往采用數(shù)值仿真和體外實(shí)驗(yàn)相結(jié)合的方式對(duì)相控陣的經(jīng)顱效果進(jìn)行探究。數(shù)值仿真模型能夠?yàn)轶w外實(shí)驗(yàn)提供實(shí)驗(yàn)參數(shù)，如相控陣激勵(lì)信號(hào)相位、激勵(lì)信號(hào)幅值等。受限于計(jì)算機(jī)計(jì)算能力、仿真平臺(tái)限制等因素，模型的某些細(xì)微結(jié)構(gòu)在數(shù)值仿真計(jì)算過(guò)程中往往會(huì)被忽略，導(dǎo)致仿真結(jié)果與實(shí)驗(yàn)結(jié)果產(chǎn)生偏差，如在體外實(shí)驗(yàn)結(jié)果的聲壓場(chǎng)中會(huì)觀察到仿真結(jié)果中沒(méi)有的柵瓣，這是目前亟待解決的問(wèn)題。

3.2 基于Exablate系統(tǒng)的臨床應(yīng)用

在臨床應(yīng)用方面，以色列的Insightec公司發(fā)展迅速，其開(kāi)發(fā)的Exablate Neuro設(shè)備在2016年已經(jīng)獲得美國(guó)食品藥品監(jiān)督管理局（Food and Drug Administration，F(xiàn)DA）批準(zhǔn)用于治療藥物難治性原發(fā)性震顫，兩年后被批準(zhǔn)用于治療震顫為主的帕金森?。?0］，并在臨床中得到了廣泛應(yīng)用。2006年，Hynynen 等［41］進(jìn)行了一項(xiàng)經(jīng)顱MRgFUS 治療顳葉癲癇的可行性研究。這項(xiàng)研究的目的是評(píng)估超聲輻照下顳葉靶區(qū)的加熱情況，由磁共振（magnetic resonance，MR）實(shí)時(shí)測(cè)溫。結(jié)果顯示目標(biāo)靶區(qū)最高溫度達(dá)到46.1℃，未達(dá)到消融溫度，超聲持續(xù)時(shí)間延長(zhǎng)至30 s，目標(biāo)區(qū)域的顳葉內(nèi)側(cè)結(jié)構(gòu)最高溫度達(dá)到60.5℃。這是首次MRgFUS 用于顳葉內(nèi)側(cè)結(jié)構(gòu)微創(chuàng)加熱的可行性研究。2020 年，Jones 等［42］提出了一種基于造影劑微泡成像的經(jīng)顱聚焦方法用于特發(fā)性震顫的MRgFUS 檢查。他們基于該方法進(jìn)行MRgFUS 丘腦切開(kāi)術(shù)治療原發(fā)性震顫的臨床試驗(yàn)，并使用MRgFUS 系統(tǒng)（Insightec Exablate Neuro）進(jìn)行回波聚焦。結(jié)果表明，回波聚焦像差校正相比于傳統(tǒng)的CT 掃描有更好的經(jīng)顱聚焦效果，回波聚焦像差校正的方法有助于提高M(jìn)RgFUS 治療神經(jīng)性疾病患者的安全性和有效性。2021 年，Leung 等［43］提出了一種基于混合角譜的tFUS 相位校正方法，該研究通過(guò)比較Insightec 射線追蹤法、混合角譜法和水聽(tīng)器法來(lái)探究改善相位校正方法的可行性。他們使用中心頻率為670 kHz的半球形相控陣換能器（Insightec ExAblate 4000）對(duì)離體顱骨進(jìn)行超聲輻照，對(duì)焦點(diǎn)聲壓、定位誤差和焦點(diǎn)體積進(jìn)行比較，結(jié)果表明，混合角譜法的焦點(diǎn)聲壓更高，定位誤差更小，使用改進(jìn)后的相位校正方法對(duì)于tFUS消融治療有著重要意義。

盡管以上研究都取得了較好的結(jié)果，但是這項(xiàng)技術(shù)在臨床中依然存在著潛在的風(fēng)險(xiǎn)，在近期的一項(xiàng)研究中［34］，研究人員在間隔3 個(gè)月后對(duì)30 名接受MRgFUS 的患者進(jìn)行MRI 檢查，其中有7 名患者的顱骨存在一定的組織損傷，而這些損傷在接受治療后的MRI 檢查中并未出現(xiàn)。由于顱骨的高熱量沉積，盡管對(duì)系統(tǒng)進(jìn)行了安全性的評(píng)估，經(jīng)顱超聲的調(diào)控治療依然存在引起組織損傷的風(fēng)險(xiǎn)。針對(duì)這一問(wèn)題，未來(lái)研究應(yīng)該明確顱骨的哪些局部特征會(huì)影響超聲的聚焦以及如何減少熱量在顱骨的沉積，以此來(lái)進(jìn)一步提高tFUS治療的安全性。

4 總結(jié)與展望

本文對(duì)面向tFUS 技術(shù)的多陣元超聲相控陣技術(shù)展開(kāi)了綜述，包括相控陣的陣元排布方式、激勵(lì)信號(hào)調(diào)控方法、經(jīng)顱調(diào)控治療基礎(chǔ)研究以及臨床應(yīng)用（表1）。同時(shí)闡述了多陣元相控陣換能器在tFUS 調(diào)控治療中的優(yōu)勢(shì)，并對(duì)當(dāng)前研究存在的不足和未來(lái)發(fā)展方向進(jìn)行了展望。在陣元排列方面，在搭建tFUS 調(diào)控系統(tǒng)時(shí)，需要考慮到相控陣制作工藝復(fù)雜度、聲場(chǎng)特性以及輸出功率等多個(gè)因素；在相控陣激勵(lì)信號(hào)的調(diào)控方面，如何實(shí)現(xiàn)更精準(zhǔn)的顱內(nèi)聚焦，并減少超聲在經(jīng)顱過(guò)程中的畸變是亟待解決的問(wèn)題，提出一種更為有效的相位調(diào)控與幅值調(diào)控方法是十分關(guān)鍵的；在tFUS 的臨床應(yīng)用中，保證tFUS 治療的有效性和安全性是重中之重，研究人員在開(kāi)發(fā)及使用基于多陣元相控陣的tFUS 系統(tǒng)時(shí)，既要確保tFUS 的聚焦精度和聚焦強(qiáng)度，也要減小熱量在顱骨及焦點(diǎn)周圍組織處的沉積，確保系統(tǒng)的安全性。實(shí)現(xiàn)成本低、精度高、效果好的多陣元相控陣tFUS系統(tǒng)是未來(lái)的發(fā)展方向。

Table 1 Summary of study on the application of phased arrays for tFUS treatment表1 面向tFUS治療的相控陣應(yīng)用研究總結(jié)

超聲相控陣技術(shù)是提升tFUS 效果的關(guān)鍵，雖然部分研究已經(jīng)應(yīng)用于臨床試驗(yàn)與手術(shù)中，但是這項(xiàng)技術(shù)距離廣泛地應(yīng)用于腦部疾病的治療還有很長(zhǎng)的路要走。隨著研究人員不斷地探究以及多陣元相控陣技術(shù)的不斷發(fā)展，基于多陣元相控陣的tFUS系統(tǒng)會(huì)更加有效的應(yīng)用于腦部疾病治療。